JP5627328B2 - 光音響診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、光音響診断装置に関する。

これまで、光を使用して診断画像を撮影する技術に関して多くの提案がなされており、その中の１つに光音響断層画像撮影（Photo Acoustic Tomography、以下ＰＡＴとも記述
）がある。ＰＡＴを用いた装置は、特に皮膚がんや乳がんの診断での有用性が示されており、同診断で従来使用されてきた超音波診断装置やＸ線装置あるいはＭＲＩ装置などに代わる医療機器としての期待が高まっている。

ＰＡＴの基本的な計測原理は、特許文献１に開示されているような光音響分析技術の計測原理に基づいている。特許文献１に開示されている技術によれば、光源で生成した１つの計測光を、照射光学系を介して試料に照射し、試料の光音響波を１つの超音波探触子で受信することで同試料の光音響特性を計測できる。

可視光や近赤外光などの計測光を生体組織に照射した際に、生体内部の光吸収物質、特に血液中のヘモグロビンなどの物質が、計測光のエネルギーを吸収した結果、光音響波を発生させる。ＰＡＴでは、この光音響波を計測することで生体組織の情報を可視化する。ＰＡＴ技術により、光エネルギー吸収密度分布、すなわち生体内の光吸収物質の密度分布を定量的に、また３次元的に計測することができる。

さらにＰＡＴでは、光音響波が超音波である特性を利用して、光音響分析法に基づく生体内組織の分布情報と、超音波診断技術による生体内組織の形態的特徴の情報を一括で計測することができ、診断結果をより細かく特徴付けられ正確な診断に好適である。

一般に、乳がん診断では触診や上述した複数のモダリティを使用した結果に基づいて総合的に良悪性診断が行われる。その診断の中で重要な根拠とされるのが、がんが生成する新生血管の有無の画像診断結果である。新生血管により血流量が正常組織より増大している乳がんに対して得られる光音響画像は、従来の超音波診断装置やＸ線装置あるいはＭＲＩ装置などによる計測より優れた検出能を有する可能性を秘めている。

またＰＡＴは、診断画像の撮影に光を使用し、無被爆非侵襲での画像診断が可能なため患者負担の点で大きな優位性を有しており、被爆の問題で繰り返し診断することが難しいＸ線装置に代わり、乳がんのスクリーニングと早期診断での活躍が期待される。

光吸収物質が計測光のエネルギーを吸収した結果生じる光音響波を計測するＰＡＴでは、計測光の照射と同期して光音響信号の記録を制御する必要がある。光源として一般的に使用される固体レーザでは、レーザ発光の制御信号を入力してから実際にレーザが発光されるまでにタイムラグ（１μｓｅｃ以下）とバラツキ（数十ｎｓｅｃ程度）が存在するため、計測光を検知することで同期をとる手法が一般的である。計測光の検知には、計測光の一部を分割して、その分割光を光センサに導光する光学構成が必要となる。また、使用する光センサには計測光をパルスとして計測可能な高速応答性を有することが求められる。

特開平０９−１４５６８３号公報

しかしながら上述した先行技術においては、以下の問題を解決することができなかった。

計測光の照射タイミングを検知するためには、上述したように光学構成が必要となる。しかし、光学構成を設けることは装置構成の大型化につながる。また、計測光の一部を分割して計測しなければならず、計測光の利用効率の低下も引き起こす。そのため、光学構成を可能な限り省きたいという課題がある。

すなわち、光音響診断装置において、光音響波信号の記録を制御するために計測光の照射タイミングを検知する手段を講ずる必要があるが、従来技術ではコストと光利用効率の課題には対応できなかった。なお、計測光の照射タイミングを検知するための光学構成を省く場合に、光音響診断の正確性を欠くことのないように計測精度の劣化や光音響診断画像の画質劣化を引き起こしてはならない。

本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、ＰＡＴの計測において、好ましい計測精度と画質を保ちつつ、計測光の照射タイミングを検知するための光学構成を省くための技術を提供することを目的とする。

上記目的に鑑み、本発明は以下の構成を採用する。すなわち、光源と、前記光源から、被検体に光を照射した時に発する音響波を受信して、電気信号に変換する探触子と、前記電気信号を記録する記録部と、前記記録部に前記電気信号の記録を行わせるかどうかを制御する記録制御部と、を有し、前記記録制御部は、被検体内部の光吸収物質以外の部分から発する音響波を前記探触子が受信したタイミングに基づいて、前記記録部の制御を行うことを特徴とする光音響診断装置である。

本発明によれば、ＰＡＴの計測において、好ましい計測精度と画質を保ちつつ、計測光の照射タイミングを検知するための光学構成を省くことが可能になる。

第１の実施の形態における光音響診断装置の装置構成図。 第１の実施の形態におけるＰＡＴの機能ブロック図。 第１の実施の形態におけるＰＡＴの内部装置構成の一例を示す概念図。 第１の実施の形態における光音響波計測部の機能ブロック図。 第１の実施の形態における光音響波信号の記録制御を説明する概念図。 第１の実施の形態における全体の処理を示すフローチャート。 第１の実施の形態における光音響波信号の記録制御のフローチャート。 第２の実施の形態における光音響波信号の記録制御を説明する概念図。 第２の実施の形態における光音響波信号の記録制御のフローチャート。 第３の実施の形態における光音響波計測部の機能ブロック図。 第３の実施の形態における光音響波信号の記録制御を説明する概念図。

以下に図面を参照しつつ、本発明の好適な実施の形態を説明する。ただし、以下に記載されている構成部品の寸法、材質、形状及びそれらの相対配置などは、発明が適用される装置の構成や各種条件により適宜変更されるべきものであり、この発明の範囲を以下の記
載に限定する趣旨のものではない。

＜第１の実施の形態＞
本発明を実現する第１の実施の形態を図に従って説明する。
図１は、第１の実施の形態におけるＰＡＴを用いた光音響診断装置の装置構成の全体図である。
本実施の形態における光音響診断装置は、ＰＡＴ１０１、ＰＡＴコントローラ１０２、画像処理装置１０３から構成されている。なお、ＰＡＴとは光音響断層画像撮影（Photo Acoustic Tomography）のことを指すが、以下の記載ではＰＡＴの技術を用いた装置のこ
ともＰＡＴと呼ぶ場合がある。

ＰＡＴ１０１は、計測光を被検体に照射する照射手段と被検体内部で生じた光音響波を計測する計測手段、そして画像処理装置１０３へ光音響データを出力する出力手段を備える。また、ＰＡＴ１０１はコントローラ１０２と通信を行う機能を有しており、コントローラ１０２から撮影開始、データ転送などの命令や応答のやりとりを行う。
ＰＡＴ１０１は、腹臥位で診断するベッド型の構成をしており、被検体である乳房を装置の保持部に挿入して保持することにより診断を行う光音響マンモグラフィである。本発明の適用は、腹臥位での診断に限るものではなく、この他にも立位や座位で診断する構成でもよい。

コントローラ１０２と接続された画像処理装置１０３は、ＰＡＴ１０１から入力された光音響波データに基づいて光音響診断画像データを生成して、診断に好適な各種補正を行う画像構成手段と、光音響診断画像を表示する表示手段を有する。画像処理装置１０３はコントローラ１０２を介してＰＡＴ１０１の操作を行う。画像処理装置１０３からの計測開始の命令を受けたＰＡＴ１０１は、照射手段と計測手段により被検体内の光音響情報を計測する。

コントローラ１０２は、計測光光源の制御処理や計測した光音響波信号のノイズを低減するための積算処理、計測位置を制御する走査制御処理、本発明の特徴である光音響波信号の記録制御処理や、伝送フォーマット変換などの機能を備えている。

なお、図１では画像処理装置１０３とコントローラ１０２を別々のハードウェア構成としているが、コントローラ１０２と画像処理装置１０３がそれぞれ有する機能を集約して専用の画像処理装置を構成することも可能である。また、図１ではＰＡＴ１０１とコントローラ１０２を別々のハードウェア構成としているが、ＰＡＴ１０１とコントローラ１０２の機能の全てまたは一部を一体化する構成でも構わない。以降の説明では機能的な観点から、ＰＡＴ１０１とコントローラ１０２とがそれぞれ有する機能を組み合わせたものをＰＡＴとして説明する。
また、図中で各々の装置は有線で接続されているが、これらの一部またはそのすべてを無線で接続する形態としても構わない。

図２は、本発明の特徴を説明する第１の実施の形態におけるＰＡＴシステムの機能ブロック図である。ＰＡＴシステムは、ＰＡＴ２０１と画像処理装置１０３を有する。

ＰＡＴ２０１は、音響波の計測位置を２次元的に制御可能な走査機能を有する装置である。ＰＡＴ２０１は、計測光を照射する照射部２０２、本発明の特徴となる光音響波計測部２０３、計測位置を２次元的に制御する走査制御部２０４を備える。さらに、ＰＡＴ２０１は、被検体を保持する保持部２０７、計測された光音響波信号の積算処理などを行う信号処理部２０５、外部処理装置としての画像処理装置１０３とのＩ／Ｆ２０６を備える

画像処理装置１０３は、ＰＡＴ２０１から受信した光音響データに基づいて光音響診断画像データの生成と表示を行うための装置である。画像処理装置１０３は、ＰＡＴ２０１とのＩ／Ｆ２１１、光音響データから光音響診断画像データを生成する画像構成部２１２、光音響診断画像を表示する表示部２１３から構成される。一般にパソコンやワークステーション等の高性能な演算処理機能やグラフィック表示機能を有する装置を用いる。なお、医療機器としてのＰＡＴシステムの場合、さらに光音響診断画像データや被検体識別情報などの診断情報を保存し、ネットワークを介して同診断情報を共有する機能などを備える。

まず、ＰＡＴ２０１の構成要素について説明する。
照射部２０２は、被検体に対して計測光である可視光や近赤外光などのパルス状（幅１０ｎｓｅｃ程度）のレーザ光を照射する。照射部２０２は、パルス光を発するレーザ光源、被検体に計測光を導光する照射光学系から構成される（詳細は図３を用いて後述する）。２台の光源を使用して被検体の両側から計測光を照射する構成の場合、両光源の同期した発光制御を行う。計測光の光源は、一般的に近赤外領域に中心波長を有してパルス発光が可能な固体レーザ（例えば、Yttrium-Aluminium-GarnetレーザやTitan-Sapphireレーザ）が使用される。なお、計測光の波長は計測対象とする生体内の光吸収物質（例えばヘモグロビンやグルコース、コレステロールなど）に応じて５３０ｎｍから１３００ｎｍの間で選択される。

計測対象とする乳がん新生血管中のヘモグロビンは、一般的に６００〜１０００ｎｍの光を吸収する。一方、生体を構成する水の光吸収が８３０ｎｍ付近で極小となるため、７５０〜８５０ｎｍで光吸収が相対的に大きくなる。また、ヘモグロビンの状態（酸素飽和度）により光の吸収率が相対的に変化するため、この変化を比較することにより生体の機能的な変化も計測できる可能性がある。

光音響波計測部２０３は、被検体の光音響波を計測（受信）するとともに計測される光音響波から光音響信号の記録を制御する。使用される音響センサは、一般的に超音波診断装置などで使用されている圧電セラミックス（ＰＺＴ）を利用した変換素子や静電容量型の変換素子などが使用される（以下、光音響波を計測するセンサを単に探触子と記述する）。光音響波計測部の詳細に関しては後述する。

走査制御部２０４は、計測光の照射位置と光音響波を計測する探触子の位置を２次元的に制御する。走査時には計測光の照射位置と探触子とが同時に駆動され、計測光の光軸が探触子の中心と一致するように制御される。走査制御部２０４が被検体に対して計測光と探触子を２次元的に走査して撮影を行うことで、小型の探触子でも広い計測範囲を得ることができるようになる。これにより、例えば乳腺科での診断ではフルブレストでの計測が可能となる。

信号処理部２０５は、光音響波計測部２０３により計測された光音響データに対して補正処理を行う。信号処理部２０５は例えば、ノイズ低減のための積算処理やその他補正処理を行う。同じ計測位置で繰り返し計測を行い、その結果について積算処理を行うことで、ホワイトノイズをノイズ低減することができ、光音響データのＳ／Ｎ比を向上させることができる。
保持部２０７は、被検体を保持する機構である。計測光の浸達深度に合わせて、被検体の厚さを光音響診断画像の撮影に適した厚さに調整することができる。保持部２０７は、被検体を両側から挟持する保持部材と、保持部材により被検体を挟持する間隔と圧力を変更するための機構と、で構成される。

ＰＡＴ２０１のＩ／Ｆ２０６は、光音響データを画像処理装置１０３に伝送する伝送手
段である。Ｉ／Ｆ２０６は、画像処理装置１０３のＩ／Ｆ２１１と共に、ＰＡＴ２０１と画像処理装置１０３との間のデータ通信を行うインターフェースとして機能する。リアルタイム性を確保できて、かつ大容量の伝送が可能な通信規格を採用することが望ましい。データの通信方式は、有線方式（例えばＵＳＢ、ＩＥＥＥ１３９４、ＨＤＭＩ（登録商標）、光伝送など）であっても無線方式（例えばＵＷＢ（Ultra Wide Band）、無線ＬＡＮ
、ミリ波通信など）であってもよい。

続いて、画像処理装置１０３を構成するそれぞれの部分について説明する。
画像処理装置のＩ／Ｆ２１１は、画像処理装置側におけるインターフェースである。Ｉ／Ｆ２１１は、ＰＡＴ２０１内のＩ／Ｆ２０６と同様の機能を有し、Ｉ／Ｆ２０６と連携してデータの送受信を行う。

画像構成部２１２は、受け取った光音響データが有する被検体の計測情報から、光音響診断画像データを生成する。画像構成部２１２はまた、得られた光音響診断画像データに対して、輝度の調整や歪補正、注目領域の切り出しなどの各種補正処理を適用して、より診断に好ましい情報を構成する。
表示部２１３は、画像構成部２１２で構成された光音響診断画像を表示する。

以上の構成を有するＰＡＴシステムにより、被検体の光音響診断画像を撮影して表示することができる。

図３は、第１の実施の形態におけるＰＡＴ２０１の内部装置構成の一例を示す概念図である。
本実施の形態におけるＰＡＴ２０１では、被検体の両側から計測光を照射することで計測深度を向上するとともに、コントラストが高く高画質な光音響診断画像を得ることができる。

光源３０１および光源３０２は、５３０〜１３００ｎｍから選択された中心波長を有する近赤外領域のパルス光（幅１０ｎｓｅｃ）を発するレーザ光源である。光源３０１は探触子３１１と対向する側から被検体３１２を照射する計測光を、光源３０２は探触子３１１と同じ側から被検体３１２を照射する計測光を生成する。本実施の形態では、探触子側と非探触子側の計測光で別光源を使用する構成としているが、１つの光源から分光して生成する構成でも構わない。また、異なる波長の光源を複数備えてもよい。

光学系３０３、３０４、３０５、３０６、３０７は、光源３０１と光源３０２からの計測光を被検体３１２に導光する。
光学系３０８は、光源３０１から光学系（３０３と３０４）を介して導光された非探触子側の計測光に対して、拡大などの調整を行う。光学系３０９と３１０は、光源３０２から光学系（３０５、３０６、３０７）を介して導光された探触子側の計測光に対して、拡大などの調整を行うとともに、被検体３１２に対して計測光を斜入射する。光学系３０９と３１０は探触子３１１を挟んで配置され、それぞれ探触子方向に計測光を屈折させる。

多数の変換素子が配列して構成される探触子３１１は、被検体内部で生じた光音響波を受信して電気信号（以下、光音響波信号と記述する）に変換する。変換された電気信号は光音響波計測部２０３に入力される。
被検体３１２は、本実施の形態における測定の対象である。乳腺科での診断の場合、被検体は乳房である。

保持部材３１３は、被検体３１２を保持する平板などの部材である。保持部材３１３は、照射光学系の一部として近赤外光に対して透明であると同時に、探触子側の保持部材は
光音響波を伝播するのに適した部材であることが好ましい。保持部材としては一般的に、超音波診断装置で使用されているポリメチルペンテンなどの部材が使用される。

以上の構成により、非探触子側と探触子側の両面からの計測光の照射による光音響波の計測、および２次元走査による光音響波診断画像の撮影が可能となる。

図４は、本発明の特徴を説明する、第１の実施の形態における光音響波計測部２０３の機能ブロック図である。

第１の実施の形態における光音響波計測部２０３は、光音響波を受信して電気信号に変換する探触子３１１、探触子３１１が出力した信号を増幅する信号増幅部４０３を有する。光音響波計測部はまた、デジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換部４０４、Ａ／Ｄ変換された信号を記録する記録部４０５、信号記録部４０５の記録動作を制御する信号記録制御部４０６を有する。

信号増幅部４０３は、探触子３１１が出力した微小な光音響波信号を増幅する。信号増幅部４０３は、あらかじめ設定された増幅度に従って光音響波信号を一律増幅し、探触子３１１を構成する変換素子のうち、特定の変換素子の信号を信号記録制御部４０６に入力する。また、信号増幅部４０３は、計測深度によらずに均一なコントラストをもつ診断画像データを得るために、被検体の表面から深い位置からの光音響波に対して増幅利得を増減する制御（Time・Gain・Control、以下ＴＧＣと記述）も行う。

計測された光音響波信号から被検体内部の光吸収物質の密度分布を算出するためには、光音響波を発した光吸収物質に対して実際に照射された光エネルギーを算出する必要がある。しかしながら、被検体（特に生体）に照射された計測光は強く拡散して減衰しながら被検体の深部へと浸達するため、計測された光音響波信号から光吸収物質に実際に照射された計測光の光エネルギーを容易には推定できない。大きさや形状、吸収係数が同じ光吸収物質でも、被検体の深部に位置するほど発する光音響波が弱くなり、そのままでは同一のコントラストで計測ができないため、ＴＧＣ制御を行うと良い。

Ａ／Ｄ変換部４０４は、信号増幅部４０３によりＴＧＣ制御が行われた探触子の全変換素子の光音響波信号をアナログ信号からデジタル信号へ変換する。Ａ／Ｄ変換部４０４が出力するデジタル信号は、信号記録部４０５に入力される。

記録部４０５は、Ａ／Ｄ変換部４０４から入力された光音響波信号を図示しない記憶媒体へ記録する。記録部４０５は、信号記録制御部４０６からの命令に従って記録動作を行う。なお、記録部４０５により記録された、診断画像データを生成するのに必要な信号群を総合して光音響データと記述する。

信号記録制御部４０６は、記録部４０５に対して記録動作の開始、停止を命令する。信号増幅部４０３から入力される光音響波信号の信号レベルを確認して、その信号レベルに基づいて記録部４０５に対して記録動作の開始や停止を命令する。この処理の詳細については後述する。
なお、本実施形態では信号記録制御部４０６に入力される信号を信号増幅部４０３の出力信号としたが、Ａ／Ｄ変換部４０４の出力であるデジタル信号や探触子３１１の出力信号を用いても構わない。また、信号記録制御部４０６の前に包絡線検波部を設けて、得られる光音響信号の包絡線信号を信号制御部４０６入力することで、偶発的なノイズに対して左右されない安定した制御を行うことも可能である。

以上の構成により、計測される光音響信号そのものに基づいて、計測光の照射と同期し
て光音響信号の記録を制御することができる。

図５は、本発明の特徴を説明する、第１の実施の形態における光音響波信号の記録制御を説明する概念図である。図５（ａ）は光音響波の計測方法、図５（ｂ）は計測される光音響波信号に対する記録制御方法の一例、図５（ｃ）は記録される光音響波信号を示した概念図である。

光吸収物質５０１は、被検体内部に存在する、計測光を吸収して光音響波を発する組織である。乳腺科での診断の場合は乳がんに相当し、新生血管による血流量の増大で光の吸収率が正常組織に比べて高く、計測光（パルス光）のエネルギーを吸収して熱膨張した結果、光音響波を発する。

界面５０２、５０３、５０４は、有限の検出周波数帯域をもつ探触子で光音響波を検出した場合に、計測対象としている光吸収物質以外に大きな信号特性を有する箇所を示している。これらの界面から発する光音響波は、光吸収物質以外の部分から発する音響波と言える。
界面５０２と５０３は、被検体３１２と保持部材３１３との界面を示している。被検体の表層は光吸収率が比較的小さい正常組織で形成されるものの、高い光エネルギーを保った状態で計測光が入射するため、被検体表層が発する光音響波は大きくなる。そのため、被検体３１２と保持部材３１３の界面により大きな光音響波信号が検出される。

界面５０４は、探触子３１１の表面である。一般的に、探触子表面の部分には、光音響波の検出効率を向上させるために音響整合材が取り付けられている。音響整合材は計測光に対して光吸収率をもつため探触子表面が光音響波の音源となる。なお、探触子表面を反射膜で保護した場合でも、反射膜自身も数％の光吸収率（例えば、Ａｕの場合３％程度）をもつため、高い光エネルギーを保った計測光を受けて大きな光音響波を発する。界面５０４は、保持部材３１３に対して斜入射された探触子側の計測光のうち、保持部材３１３と被検体３１２との界面で反射を起こして探触子３１１に到達する光により光音響波信号として検出される。

この他にも、保持部材３１３の光吸収特性に応じて保持部材３１３が音源となる場合もある。ただし、一般に保持部材には近赤外光に対して透明な部材を使用するため、界面５０２、５０３、５０４に比べて保持部材からの光音響波の強度はずっと小さい。そのため、ここでの説明は省略する。
以上のように、計測対象である被検体内の光吸収物質の他に、大きな信号特性を示す界面が存在する。これらの部分からも、光音響波が発生する。
第１の実施の形態における光音響波信号の記録制御では、探触子３１１の中心に配置されている１個の変換素子５０５が受信した光音響波信号を使用する。
なお、本発明の適用は特定の変換素子５０５の光音響波信号に限るものではなく、探触子端の変換素子の信号を使用してもよいし、計測位置の走査方向に応じて、走査の進行方向の変換素子や反対側の変換素子など任意の変換素子を選択してもよい。

図５（ｂ）は、変換素子５０５で計測される光音響波の信号特性の概念図を示している。縦軸は探触子３１１により検出された光音響波信号の信号レベル、横軸は時間を示している。

信号５１１は、界面５０４による光音響波信号を示している。本実施の形態における計測方法では、光音響波の検出開始後に検出される１つ目の信号である。
信号５１２は、界面５０３による光音響波信号を示している。本実施の形態における計測方法では、２つ目に検出される信号である。

信号５１３が、光音響診断で計測対象とする被検体内部の光吸収物質５０１（乳がんに相当）からの光音響波信号である。本実施形態における計測方法では、３つ目に計測される。
最後に計測される信号５１４は、界面５０２による光音響信号である。
信号５１１と５１２、５１４の検出時刻は装置構成（保持部材３１３の厚さ）で、信号強度は探触子表面および被検体３１２の光吸収率で決定されるため、計測ごとに変動せず同じ信号特性で検出される。

以上のように、計測される光音響波信号には、装置構成により決まる界面で生じる信号特性が含まれることが分かる。
５１５は、変換素子５０５で計測される光音響信号に対して、信号記録を制御するためにあらかじめ決定される閾値である。本実施形態における閾値５１５は、界面５０４による光音響信号５１１のピーク値を基準に設定する。なお、閾値レベル５１５を決定するためには、信号５１１のピーク値を経験的に知る必要があるが、上述したように装置構成による要因で決まる光音響波信号であるため、診断前にあらかじめ計測しておけばよい。光音響波計測位置の２次元走査が可能な本実施の形態におけるＰＡＴ２０１では、全走査位置または幾つかの代表位置で所定の閾値レベル５１５を決定してもよい。

光音響波が到達すると変換素子５０５は、受信した光音響波を電気信号へ変換する。本実施形態では、信号記録制御部４０６は、入力される変換素子５０５の信号レベルが、閾値レベル５１５を一度超えて次に下回ることをトリガ５１６にして、記録部４０５に対して記録動作の開始を命令する。そして記録部４０５はその時点から光音響診断に必要なサンプリング数に達するまで光音響波信号の記録を行う。

なお、本実施の形態では、記録開始トリガとして上述のような２値比較を採用したが、本発明の適用はこれに限るものではない。例えば、被検体の音速と圧迫間隔が既知の場合は、界面による光音響波信号の検出時刻も計算により推定できるため、所定の検出時刻に信号が表れたこと自体をトリガとしても良い。その他、トリガの条件や決め方は任意の手法によればよい。
本実施形態における光音響波信号の記録制御によれば、記録される光音響信号は図５（ｃ）のようになる。

以上のように、界面５０４による光音響波信号５１１が１番目に計測され、かつ大きな信号特性を有することを利用して、任意のトリガ条件を設定することで、計測される光音響波信号そのものに基づいて光音響波信号の記録を制御できる。
本実施形態では、探触子表面による光音響波信号に基づいて記録の制御を行ったが、代わりに、検出時刻や信号強度で同等の特性をもつ被検体３１２と保持部材３１３の界面による光音響波信号５１２をトリガに用いた場合にも同じ制御が可能である。

図６は、第１の実施の形態における光音響診断画像撮影処理の全体の流れを示すメインフローチャートである。

ステップＳ６０１では、走査制御部２０４が、計測光の照射位置と探触子の位置を、次の計測位置まで駆動する、走査制御を行う。
ステップＳ６０２では、照射部２０２が、光源３０１と３０２の発光制御を行って、計測光である近赤外光のパルスレーザ光を被検体に向けて発光する。
ステップＳ６０３では、信号記録制御部４０６が、第１の実施の形態における光音響波信号の記録制御を行う。計測される光音響波そのものを利用して光音響波信号の記録を制御する。この処理の詳細に関しては後述する。

ステップＳ６０４では、スキャン領域全域で光音響データを計測したかどうかを行ったかを判断する。全領域に渡って光音響データの計測が完了している場合にはステップＳ６０５へ処理を移行する。そうでない場合にはステップＳ６０１へ処理を移行して、計測処理を繰り返す。

ステップＳ６０５では、画像構成部２１２が、これまでの処理により得られた光音響データから診断画像データを生成する。また、得られた光音響診断画像データに対して、輝度の調整や注目領域の切り出し、注目部位の識別表示など各種補正処理を適用してより診断に好ましい画像データや情報を整える。これらの画像構成の処理に関しては既知の手法によればよい。
ステップＳ６０６では、表示部２１３が、ステップＳ６０５で構成された光音響診断画像をユーザ（例えば医師）に提示して、一連の光音響診断画像の撮影処理を終了する。

以上の処理により、計測位置の走査が可能な光音響計測において、診断に好適な光音響診断画像を得ることができる。

図７は、本発明の特徴を説明する、第１の実施の形態における光音響波信号の記録制御の流れを示すフローチャートである。本フローチャートの一連の処理は、図６で示した、計測される光音響波信号そのものを利用して同信号の記録制御を実施することを目的としている。この処理は、図６の処理のうち、ステップＳ６０３の部分を詳細化したものである。

ステップＳ７０１では、探触子３１１が、ステップＳ６０２での計測光照射の結果生じる光音響波を受信して、光音響波信号に変換する。また信号増幅部４０３は、変換素子５０５の信号を信号記録制御部４０６に入力する。
ステップＳ７０２では、信号記録制御部４０６は、変換素子５０５の信号レベルがトリガ条件を満たすかどうかを確認する。

ステップＳ７０３では、信号記録制御部４０６は、ステップＳ７０２で確認した信号レベルがあらかじめ設定された閾値レベル６０３に対してトリガ条件５１６を満たしたかを判断する。条件を満たした場合にはステップＳ７０５へ処理を移行する。そうでない場合はステップＳ７０４へ処理を移行する。
ステップＳ７０４では、信号記録制御部４０６は、光音響波信号の受信サンプル数が、あらかじめ設定される記録開始を待つ制限数に達したかどうかを判断する。達している場合には、光音響波信号を記録することなく一連の光音響信号の記録制御処理を終了する。そうでない場合はステップＳ７０１へ処理を移行して、次の信号を待つ。

ステップＳ７０５では、信号記録制御部４０６は、記録部４０５に対して記録動作開始を命令する。命令を受けた信号記録部４０５は、この時点から光音響診断に必要なサンプリング数だけ光音響波信号を受信してメモリ上に光音響データとして記録して、一連の光音響波信号の記録制御処理を終了する。

以上の処理により、第１の実施の形態における光音響波信号の記録制御が可能となる。

本実施形態によれば、保持部材により被検体を保持しながら、非探触子側と探触子側の両側から計測光を被検体へ照射するＰＡＴシステムにおいて、計測光検知のための光学系を備えることなく計測光の照射に同期して光音響波信号の記録を制御することができる。光音響波信号の記録は、探触子側の計測光により保持部材と探触子の界面で生じる光音響波信号を用いることで制御することができる。これにより、光音響波信号の記録制御のた
めに計測光を検知するための光学構成の部分を省くことができるため、コストダウンにつながる。すなわち、簡易な構成で照射タイミングの検知を実現できる。

さらに、計測光の検知には、ハーフミラー等の光学系で計測光を分割して計測光の一部を使用する必要があったが、これを一般のミラーに置き換えることが可能となり、コストダウンとともに計測光の利用効率を向上させることができる。

＜第２の実施の形態＞
本発明を実現する第２の実施の形態を図に従って説明する。

第１の実施の形態では、被検体の両側から計測光を照射する構成を前提として、探触子側の計測光により生じる大きな光音響波に基づいて光音響波信号の記録制御を実施した。
一方、計測光の浸達深さが被検体の厚さに対して十分な場合には、被検体を挟んで計測光を両側から照射する必要がないため、装置構成がより単純な非探触子側からの１方向の計測光での光音響計測が可能となる。

第２の実施の形態における特徴は、非探触子側からの計測光のみで光音響計測を行う装置構成においても、本発明を適用して光音響波信号の記録を制御することである。
上記特徴を中心に、本実施の形態を説明する。

なお、本実施の形態におけるＰＡＴシステムは第１の実施の形態における機能ブロック（図２）と、また光音響波計測部は第１の実施の形態における機能ブロック（図４）と同様の構成で実施できるため説明を省略する。
また、本実施形態における光音響診断画像撮影処理の全体の流れは、第１の実施の形態における図６のフローチャートと同様であり説明を省略する。

図８は、本発明の特徴を説明する、第２の実施の形態における光音響波信号の記録制御を説明する概念図である。図８（ａ）は光音響波の計測方法、図８（ｂ）は計測される光音響波信号に対する記録制御方法の一例、図８（ｃ）は記録される光音響波信号を示した概念図である。
本実施の形態における光音響診断では、探触子側の計測光の照射がないため保持部材３１３と探触子３１１の界面、および被検体３１２と保持部材３１３の界面による信号が存在しない。そのため、第１の実施の形態における光音響波信号と比べると、計測開始直後の大きな信号が計測されなくなる。信号５０８は、非探触子側の被検体表面５０２による光音響信号である。

８１１は、光音響波信号の記録を停止する閾値を示している。本実施の形態における閾値８１１は、信号５０８のピーク値と、計測対象である光吸収物質５０１の信号の大きさを基準に設定する。閾値８１１は、光音響診断に有効な光吸収物質５０１の光音響波信号５０７より大きく、界面５０２の光音響波信号５０８より小さい位置に設定する必要がある。

信号記録制御部４０６は、計測光の照射と同時に、記録部４０５に対して記録動作の開始を命令する。そして、信号増幅部４０３からの信号が閾値レベル８１１を超えた時に、その時点を記録開始のトリガ８１２として記録部４０５に対して記録動作の停止を命令する。それまでに記録部４０５が記録した光音響波信号を光音響診断に使用する光音響データとする。

図９は、本発明の特徴を説明する、第２の実施の形態における光音響信号の記録制御処理の流れを示すフローチャートである。本フローチャートの一連の処理は、非探触子側の
計測光のみで計測される光音響波信号の特性に基づいて、光音響波信号の記録制御のポストトリガを抽出して同制御を実施することを目的としている。

第１の実施の形態における図７のフローチャートと比べて、第２の実施の形態では、信号記録開始ステップＳ９０１と信号記録停止ステップＳ９０２が加わる。

ステップＳ９０１では、ステップＳ６０２での光源制御と同時に、信号記録制御部４０６が信号記録部４０５に光音響波信号の記録動作開始を命令する。具体的には、光源が発光した時（つまり、被検体に光が照射された時）に記録動作の開始を命令する。命令を受けた記録部４０５はこの時点から光音響波信号を記録する。

ステップＳ９０２では、信号記録制御部４０６は、記録部４０５に光音響信号の記録動作停止を命令する。命令を受けた記録部４０５はこの時点までで光音響波信号の記録を停止する。

これまでの処理により、光音響波信号と光音響波信号の記録を制御する閾値レベルとの比較により、信号レベルが閾値レベルを超えたことが判断されている。これをポストトリガとしてその時点までに記録部４０５が記録したデータを有効な光音響データとする。
なお、受信サンプル全てにおいてトリガ条件を満たさなかった場合には、それまでに記録したデータを無効化しても良い。

以上の処理により、第２の実施の形態における光音響波信号の記録制御が可能となる。

本実施形態によれば、探触子側からの計測光を照射しない、非探触子側からの計測光のみで光音響診断を行う装置構成においても、非探触子側被検体表層からの光音響波を使用して光音響波信号の記録を制御できる。

＜第３の実施の形態＞
本発明を実現する第３の実施の形態を図に従って説明する。
第１および第２の実施の形態では、探触子を構成する複数の変換素子の中で、代表素子が生成する光音響波信号に基づいて、光音響波信号の記録制御を実施した。
第３の実施の形態における特徴は、探触子を構成する複数の変換素子の信号を加算する演算を加えることで、個々の変換素子が生成する信号に偶発的に混入するノイズに対して安定した光音響波信号の記録制御を行うことである。

なお、本実施の形態におけるＰＡＴシステムは第１の実施の形態における機能ブロック（図２）と同様の構成で実施できるため説明を省略する。
また、本実施形態における光音響診断画像撮影処理の全体の流れは、第１の実施の形態における図６のフローチャートと同様であり説明を省略する。

図１０は、本発明の特徴を説明する、第３の実施の形態における光音響波計測部の機能ブロック図である。
第３の実施の形態における光音響波計測部１００１は、第１の実施の形態における図２の光音響波計測部２０３と比べて、加算演算部１００３が新たに設けられる。
信号増幅部１００２は、探触子３１１を構成する複数の変換素子が生成する微小な光音響波信号を増幅する。そして、全変換素子の信号をＡ／Ｄ変換部５０４へ出力すると共に、一部または全ての変換素子（つまり２つ以上の変換素子）の信号を加算演算部１００３へ出力する。
加算演算部１００３は、信号増幅部１００２から入力される、探触子３１１を構成する複数の変換素子の、一部または全ての変換素子の光音響波信号を加算する。加算演算によ
り計測対象である光吸収物質以外の、界面の信号を抽出する。そして加算演算された信号を信号記録制御部１００４に対して出力する。詳細については後述する。
信号記録制御部１００４は、加算演算部１００３から入力される加算信号に基づいて、記録部４０５に対して記録動作の開始、停止を命令する。

以上の構成を有する光音響波計測部により、探触子を構成する複数の変換素子が生成する光音響波信号に偶発的なノイズが混入した場合においても、安定した光音響波信号の記録を制御することができる。

図１１は、本発明の特徴を説明する、第３の実施の形態における光音響波信号の記録制御を説明する概念図である。図１１（ａ）は計測方法、図１１（ｂ）と（ｃ）はそれぞれ、変換素子１１０１と１１０２が検出する光音響波信号、図１１（ｄ）は図１１（ｂ）と図１１（ｃ）の信号を加算演算した信号を示している。図１１（ｂ）〜図１１（ｄ）の縦軸は光音響波信号、横軸は時間を表す。
変換素子１１０１と１１０２は、探触子３１１を構成する変換素子である。変換素子１１０１（素子Ａ）と１１０２（素子Ｂ）は位置が異なるため、その光音響波信号には位置関係に応じた差違を生じる。

図１１（ｂ）と図１１（ｃ）を比較すると、被検体３１２内部の光吸収物質５０１が発した光音響波の検出時刻は、信号１１１１と信号１１１２のように２つの変換素子１１０１と１１０２とで異なる。光吸収物質５０１が発する球面状の光音響波が異なる距離で検出されるためである。
これに対して、探触子３１１と保持部材３１３の界面と、被検体３１２と保持部材３１３との界面で生じる光音響波信号の時間は、２つの変換素子１１０１と１１０２とで一致する。探触子３１１と保持部材３１３、そして被検体３１２と保持部材３１３の界面までの距離が一定で、平面波状の光音響波が同じ距離で検出されるためである。

変換素子１１０１と１１０２が検出した光音響波信号の加算平均演算を行うと、検出時刻が同一の界面光音響信号は積算され、検出時刻の異なる光吸収物質５０１の光音響信号は積算されないため、図１１（ｄ）のような信号特性が得られる。すなわち、加算演算した結果、界面の光音響信号を抽出できる。
また、個々の変換素子が生成した光音響波信号に偶発的にノイズが混入していた場合でも、加算演算によりノイズの影響を低減することができる。
ここでは、簡単のために２つの変換素子１１０１と１１０２の光音響波信号を用いる場合について説明したが、実際にはより多くの素子の信号を用いることで、界面の光音響信号を精度高く抽出することができる。

以上により、界面で生じる光音響波がほぼ平面状の音波である特性を活かして、信号記録の制御に必要な界面の光音響波信号の成分のみを抽出してトリガ条件を判定することで、偶発的なノイズの影響を低減でき、安定して機能させることができる。
１１２１は、加算演算部１００３で加算演算された信号に対して、信号記録を制御するためにあらかじめ決定される閾値である。本実施形態における閾値１１２１は、１つ目の光音響信号のピーク値を基準に設定する。また、信号記録制御部４０６は、入力される加算信号レベルが、閾値レベル１１２１を一度超えて次に下回ることをトリガにして、記録部４０５に対して記録動作の開始を命令する。そして記録部４０５はそのトリガ１１２２から光音響診断に必要なサンプリング数に達するまで光音響波信号の記録を行う。

本実施形態によれば、光音響信号に含まれる界面で生じる光音響波が平面波状である特性を利用することで、信号記録の制御に必要な界面の光音響信号のみを抽出することで、偶発的なノイズの影響を低減でき、安定して機能させることができる。

＜第４の実施の形態＞
また、本発明の目的は、以下によって達成されることはいうまでもない。即ち、前述した各実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラムコードを格納した記憶媒体（または記録媒体）を、システムあるいは装置に供給する。そして、そのシステムあるいは装置のコンピュータ（またはＣＰＵやＭＰＵ）が記憶媒体に格納されたプログラムコードを読み出し実行する。この場合、記憶媒体から読み出されたプログラムコード自体が前述した実施形態の機能を実現することになり、そのプログラムコードを格納した記憶媒体は本発明を構成することになる。

また、コンピュータが読み出したプログラムコードを実行することにより、そのプログラムコードの指示に基づき、コンピュータ上で稼働しているオペレーティングシステム（ＯＳ）などが実際の処理の一部または全部を行う。その処理によって前述した実施形態の機能が実現される場合も含まれることは言うまでもない。

さらに、記憶媒体から読み出されたプログラムコードが、コンピュータに挿入された機能拡張カードやコンピュータに接続された機能拡張ユニットに備わるメモリに書込まれたとする。その後、そのプログラムコードの指示に基づき、その機能拡張カードや機能拡張ユニットに備わるＣＰＵなどが実際の処理の一部または全部を行い、その処理によって前述した実施形態の機能が実現される場合も含まれることは言うまでもない。
本発明を上記記憶媒体に適用する場合、その記憶媒体には、先に説明したフローチャートに対応するプログラムコードが格納されることになる。

＜その他の実施の形態＞
上記各実施形態における様々な技術を適宜組み合わせて新たなシステムを構成した場合、このような様々な組み合わせによるシステムもまた、本発明の範疇に属するものである。

２０２：照射部，２０３：光音響波計測部，３１１：探触子，４０５：記録部，４０６：信号記録制御部

Claims (7)

1. 光源と、
   前記光源から、被検体に光を照射した時に発する音響波を受信して、電気信号に変換する探触子と、
   前記電気信号を記録する記録部と、
   前記記録部に前記電気信号の記録を行わせるかどうかを制御する記録制御部と、
   を有し、
   前記記録制御部は、被検体内部の光吸収物質以外の部分から発する音響波を前記探触子が受信したタイミングに基づいて、前記記録部の制御を行う
   ことを特徴とする光音響診断装置。
2. 前記記録制御部は、前記探触子が受信した音響波から変換された電気信号の強度を、所定の閾値と比較することにより、前記探触子が受信した音響波が前記光吸収物質以外の部分から発する音響波であるかどうかを決定する
   ことを特徴とする請求項１に記載の光音響診断装置。
3. 前記記録制御部は、前記電気信号の強度が前記所定の閾値を超えた後、当該所定の閾値を下回った時に、前記探触子が受信した音響波が前記光吸収物質以外の部分から発する音響波であると決定する
   ことを特徴とする請求項２に記載の光音響診断装置。
4. 前記電気信号の強度が前記所定の閾値を超えた時に、前記探触子が受信した音響波が前記光吸収物質以外の部分から発する音響波であると決定する
   ことを特徴とする請求項２に記載の光音響診断装置。
5. 前記光源からの光は、少なくとも前記探触子と同じ側から被検体に照射され、
   前記光吸収物質以外の部分から発する音響波とは、前記光源から照射された光が前記探触子の表面に到達した時に、当該探触子の表面から発する音響波であり、
   前記記録制御部は、前記探触子の表面から発した音響波を前記探触子が受信した時に前記記録部に前記電気信号の記録を開始させる制御を行うことを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載の光音響診断装置。
6. 前記光源からの光は、前記探触子と反対の側から被検体に照射され、
   前記光吸収物質以外の部分から発する音響波とは、前記光源から照射された光が被検体の表面に到達した時に、被検体の表面から発する音響波であり、
   前記記録制御部は、前記光源から光が被検体に光が照射された時に前記記録部に前記電気信号の記録を開始させる制御を行い、前記被検体の表面から発した音響波を前記探触子が受信した時に前記電気信号の記録を停止させる制御を行うことを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載の光音響診断装置。
7. 前記探触子は複数の素子から構成され、前記複数の素子のうち２つ以上の素子が変換した電気信号を加算して加算信号を生成する加算演算部を備え、
   前記記録制御部は、前記加算演算部により得られた加算信号の強度を、所定の閾値と比較することにより、前記受信した音響波が前記光吸収物質以外の部分から発する音響波であるかどうかを決定する
   ことを特徴とする請求項１から６のいずれか１項に記載の光音響診断装置。

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